JPH03133458A - 人工皮膚 - Google Patents
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- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
- Y10T428/249921—Web or sheet containing structurally defined element or component
- Y10T428/249953—Composite having voids in a component [e.g., porous, cellular, etc.]
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、人工皮膚において、
(1) 厚さ5〜200μmの、本質的に多数の長鎖
エステル繰返し単位と短鎖エステル繰返し単位とからな
るセグメント熱可塑性共重合ポリエステルの水蒸気1過
性、非孔質な上層であり、その長鎖エステル単位は共重
合ポリエステルの30〜70重量%を占め、式 %式% で表わされ、短鎖エステル単位は式 −OE○−Co−R−C0 で表わされるもの、 [式中、 長鎖単位のLは平均分子量500〜3000のポリ(オ
キシエチレン)グリコールカラ末端ヒドロキシ基を除去
した後に残る二価の基であり; Rは分子量が300以下のジカルボン酸からカルボキシ
ル基を除去した後に残る2価の基であり; 上述の短鎖単位のEは炭素数2〜6のアルキレン基であ
る] および (2) 厚さが30〜300μmで多孔の直径が30〜
300ミクロンであり多孔度が30〜80%の、分解可
能で生体適合性の(共)重合体の多孔質下層 からなる人工皮膚に関するものである。
エステル繰返し単位と短鎖エステル繰返し単位とからな
るセグメント熱可塑性共重合ポリエステルの水蒸気1過
性、非孔質な上層であり、その長鎖エステル単位は共重
合ポリエステルの30〜70重量%を占め、式 %式% で表わされ、短鎖エステル単位は式 −OE○−Co−R−C0 で表わされるもの、 [式中、 長鎖単位のLは平均分子量500〜3000のポリ(オ
キシエチレン)グリコールカラ末端ヒドロキシ基を除去
した後に残る二価の基であり; Rは分子量が300以下のジカルボン酸からカルボキシ
ル基を除去した後に残る2価の基であり; 上述の短鎖単位のEは炭素数2〜6のアルキレン基であ
る] および (2) 厚さが30〜300μmで多孔の直径が30〜
300ミクロンであり多孔度が30〜80%の、分解可
能で生体適合性の(共)重合体の多孔質下層 からなる人工皮膚に関するものである。
本発明による人工皮膚は、単層のフィルムとして設計す
ることもでき、その場合は、前述の上層と下層が徐々に
お互いに融合している。さらに、人工皮膚の上層には表
皮ケラチン細胞のような自家移植上皮細胞を含ませるこ
とができ、下層には繊維芽細胞を含ませることができる
。
ることもでき、その場合は、前述の上層と下層が徐々に
お互いに融合している。さらに、人工皮膚の上層には表
皮ケラチン細胞のような自家移植上皮細胞を含ませるこ
とができ、下層には繊維芽細胞を含ませることができる
。
本発明は、特に火傷などの深い傷に外部から用いること
のできる人工皮膚又は創傷被覆材に関するものである。
のできる人工皮膚又は創傷被覆材に関するものである。
人間の皮膚は、衆知の通り、感染などの外部からの悪影
響に対する障壁となっている。例えば、火傷の場合のよ
うに皮膚の一部が損傷を受けると、一方では皮膚の保護
的機能が失われて細菌が侵入し、他方では実質的に水分
が失われるので、余病が併発するのがふつうである。
響に対する障壁となっている。例えば、火傷の場合のよ
うに皮膚の一部が損傷を受けると、一方では皮膚の保護
的機能が失われて細菌が侵入し、他方では実質的に水分
が失われるので、余病が併発するのがふつうである。
そこで、本発明者は、傷が表皮や真皮におおわれていな
い間、天然の皮膚の機能のすべて又は大部分を代りに担
うことができ、表皮の回復に好ましい影響を持つ培養自
家移植表皮ケラチン細胞の担体となることのできる人工
皮膚に関する研究を行った。しかし、このような人工皮
膚は、多様な要求を満たしていなければならない。前述
の通り、このような人工皮膚は、例えば一方では細菌の
ようなものに対して閉じており、実質的に水分を失わな
いようなものでなければならず、他方では人工皮膚を通
して適度な量の水蒸気の輸送ができなくてはならず又そ
の間、下にある組織から十分な量の栄養分を回復中の皮
膚に輸送できる道が作られなければならない。同時に、
人工皮膚は、適用したらすぐに下にある傷の層に接着し
なければならないし、組織の内部成長の結果、永久的接
着が生じなければならない。従って人工皮膚の、傷の層
を向いた側面は、組織の内部成長が可能なように多孔性
でなければならない。場合によっては、傷をおおう前に
、人工皮膚の多孔性下層に繊維芽細胞を培養しても良い
。上で述べた通り、この種の人工皮膚は、培養自家移植
表皮ケラチン細胞(これは培養の間もろい細胞層を形成
する)の担体材料にもなり、従って培養/担体材料の組
を傷の層に適用できるように適切に扱えるものでなけれ
ばならない。人工皮膚は、培養細胞の担体となるのであ
るから、それが徐々に分解することは利点とみなすこと
ができる。
い間、天然の皮膚の機能のすべて又は大部分を代りに担
うことができ、表皮の回復に好ましい影響を持つ培養自
家移植表皮ケラチン細胞の担体となることのできる人工
皮膚に関する研究を行った。しかし、このような人工皮
膚は、多様な要求を満たしていなければならない。前述
の通り、このような人工皮膚は、例えば一方では細菌の
ようなものに対して閉じており、実質的に水分を失わな
いようなものでなければならず、他方では人工皮膚を通
して適度な量の水蒸気の輸送ができなくてはならず又そ
の間、下にある組織から十分な量の栄養分を回復中の皮
膚に輸送できる道が作られなければならない。同時に、
人工皮膚は、適用したらすぐに下にある傷の層に接着し
なければならないし、組織の内部成長の結果、永久的接
着が生じなければならない。従って人工皮膚の、傷の層
を向いた側面は、組織の内部成長が可能なように多孔性
でなければならない。場合によっては、傷をおおう前に
、人工皮膚の多孔性下層に繊維芽細胞を培養しても良い
。上で述べた通り、この種の人工皮膚は、培養自家移植
表皮ケラチン細胞(これは培養の間もろい細胞層を形成
する)の担体材料にもなり、従って培養/担体材料の組
を傷の層に適用できるように適切に扱えるものでなけれ
ばならない。人工皮膚は、培養細胞の担体となるのであ
るから、それが徐々に分解することは利点とみなすこと
ができる。
上述の要求を満たす人工皮膚を見出した。それは、
(1) 厚さ5〜200μmの、本質的に多数の長鎖
エステル繰返し単位と短鎖エステル繰返し単位とからな
るセグメント熱可塑性共重合ポリエステルの、水蒸気透
過性、非孔質な上層であり、その長鎖エステル単位は共
重合ポリエステルの30〜70重量%を占め、式 %式% で表わされ、短鎖エステル単位は式 −0EO−CO−R−CO− で表わされる、 1式中、 長鎖単位のしは平均分子量500〜3000のポリ(オ
キシエチレン)グリコールから末端ヒドロキシ基を除去
した後に残る二価の基であり; Rは分子量が300以下のジカルボン酸からカルボキシ
ル基を除去した後に残る2価の基であり; 上述の短鎖単位のEは炭素数2〜6のアルキレン基であ
るJ および (2) 厚さが30〜300μmで多孔の直径が30〜
300ミクロンであり多孔度が30〜80%の、分解可
能で生体適合性の(共)重合体の多孔質下層 からなる。“多孔度”という言葉は、単位体積当りの多
孔の体積を100倍したものを意味する。
エステル繰返し単位と短鎖エステル繰返し単位とからな
るセグメント熱可塑性共重合ポリエステルの、水蒸気透
過性、非孔質な上層であり、その長鎖エステル単位は共
重合ポリエステルの30〜70重量%を占め、式 %式% で表わされ、短鎖エステル単位は式 −0EO−CO−R−CO− で表わされる、 1式中、 長鎖単位のしは平均分子量500〜3000のポリ(オ
キシエチレン)グリコールから末端ヒドロキシ基を除去
した後に残る二価の基であり; Rは分子量が300以下のジカルボン酸からカルボキシ
ル基を除去した後に残る2価の基であり; 上述の短鎖単位のEは炭素数2〜6のアルキレン基であ
るJ および (2) 厚さが30〜300μmで多孔の直径が30〜
300ミクロンであり多孔度が30〜80%の、分解可
能で生体適合性の(共)重合体の多孔質下層 からなる。“多孔度”という言葉は、単位体積当りの多
孔の体積を100倍したものを意味する。
又、本発明により、上記で定義したセグメント熱可塑性
共重合ポリエステルの単層フィルム(多孔質フィルム)
を、一般的に知られた方法で、片方の面は事実上無孔で
あり、他方の面は十分に連続泡状態であるように製膜す
ることも可能である。
共重合ポリエステルの単層フィルム(多孔質フィルム)
を、一般的に知られた方法で、片方の面は事実上無孔で
あり、他方の面は十分に連続泡状態であるように製膜す
ることも可能である。
単層フィルムの場合、上記の“・・・非孔質の上層”と
いう語句は、言いかえれば単層フィルムの片方の面の多
孔度が、他方の(多孔質)面の多孔度の10%以下、有
利には5%以下であるような場合をも含む。特に密度の
高い面に培養表皮ケラチン細胞を組み合わせると、前記
の二層構造(すなわち、非孔上層と多孔質の下層を持っ
たフィルム)と同程度の十分な閉塞性を持った人工皮膚
が得られる。これらの単層フィルムの多孔度は、30〜
80%であり、フィルムの厚さは100〜300ミクロ
ンおよび孔の直径は30〜250ミクロンである。
いう語句は、言いかえれば単層フィルムの片方の面の多
孔度が、他方の(多孔質)面の多孔度の10%以下、有
利には5%以下であるような場合をも含む。特に密度の
高い面に培養表皮ケラチン細胞を組み合わせると、前記
の二層構造(すなわち、非孔上層と多孔質の下層を持っ
たフィルム)と同程度の十分な閉塞性を持った人工皮膚
が得られる。これらの単層フィルムの多孔度は、30〜
80%であり、フィルムの厚さは100〜300ミクロ
ンおよび孔の直径は30〜250ミクロンである。
特に、本発明による人工皮膚の上層は、上記で定義した
熱可塑性共重合体で、ポリ(オキシエチレン)グリコー
ル単位りの分子量が約750〜1500、特には約10
00のものから作られる。
熱可塑性共重合体で、ポリ(オキシエチレン)グリコー
ル単位りの分子量が約750〜1500、特には約10
00のものから作られる。
さらに記号Eは、1.2−エチレン基、又はl。
4−ブチレン基である、すなわち短鎖エステル単位がポ
リ(1,2−エチレンテレフタレート)又はポリ(l、
4−ブチレンテレフタレート)のどちらかをベースとし
ていることが好ましい。さらに、記号Rは、基本的にテ
レフタル酸から誘導するのが有利である。このような共
重合体の分子量は、通常(30−150)x 103で
76゜例工ば、本発明の範囲内で使用されている55P
EO/45PBTの分子量は、go、oooである。
リ(1,2−エチレンテレフタレート)又はポリ(l、
4−ブチレンテレフタレート)のどちらかをベースとし
ていることが好ましい。さらに、記号Rは、基本的にテ
レフタル酸から誘導するのが有利である。このような共
重合体の分子量は、通常(30−150)x 103で
76゜例工ば、本発明の範囲内で使用されている55P
EO/45PBTの分子量は、go、oooである。
本発明の人工皮膚の上層を作る材料は、多かれ少なかれ
先行技術により知られている。例えば、ポリ(エチレン
グリコール)とビス(ベーターヒドロキシエチル)テレ
フタレートの共重合体がUS特許3,908.201の
実施例に記載されている。使用するのに好ましいポリ(
エチレングリコール)単位の平均分子量は、約4000
である。
先行技術により知られている。例えば、ポリ(エチレン
グリコール)とビス(ベーターヒドロキシエチル)テレ
フタレートの共重合体がUS特許3,908.201の
実施例に記載されている。使用するのに好ましいポリ(
エチレングリコール)単位の平均分子量は、約4000
である。
この4000という分子量は、前述のUS特許の第7欄
2行に述べられているCH,−CH2−0単位について
の、使用に好ましい値と一致する。さらにUS特許3,
908.201は、ポリ(エチレングリコール)から誘
導した平均分子量600の単位50重量%と、ポリ(エ
チレンテレフタレート)から誘導しI;単位50重量%
で作られている共重合体についても言及している。
2行に述べられているCH,−CH2−0単位について
の、使用に好ましい値と一致する。さらにUS特許3,
908.201は、ポリ(エチレングリコール)から誘
導した平均分子量600の単位50重量%と、ポリ(エ
チレンテレフタレート)から誘導しI;単位50重量%
で作られている共重合体についても言及している。
本発明の人工皮膚の下層のための、分解可能な生体適合
性(共)重合体として使用できる(共)重合体は、医療
セクターで受は入れられると思われている(共)![合
体で、例えば平均分子量が(5〜100)XIO’のポ
リ−L−乳酸およびポリ−L−乳酸、ポリグリコール酸
、および、本発明の人工皮膚の上層を作る、上に定義し
た熱可塑性共重合ポリエステルのようなものである。本
発明の人工皮膚の上層と下層は、同じ材料、例えばポリ
オキシエチレン/ポリブチレンテレフタレート材料(P
E O/P B T)などから作るのが有利である。
性(共)重合体として使用できる(共)重合体は、医療
セクターで受は入れられると思われている(共)![合
体で、例えば平均分子量が(5〜100)XIO’のポ
リ−L−乳酸およびポリ−L−乳酸、ポリグリコール酸
、および、本発明の人工皮膚の上層を作る、上に定義し
た熱可塑性共重合ポリエステルのようなものである。本
発明の人工皮膚の上層と下層は、同じ材料、例えばポリ
オキシエチレン/ポリブチレンテレフタレート材料(P
E O/P B T)などから作るのが有利である。
特にこの種のPEO/PBT材料は、暫定的商品名“P
olyactive”という商品として入手可能であ
る(Holland Composite I npl
ants B 。
olyactive”という商品として入手可能であ
る(Holland Composite I npl
ants B 。
■、、ベルギー国)。
上に述べた通り、単層フィルムも使用することができる
。本発明者が作った単層フィルムは、PE O/P B
Tから作り、” P olyactive”と名付け
られたもので、すなわち40PEO/60PBT、55
PEO/45PBTおよび60PEO/40PBTであ
る。
。本発明者が作った単層フィルムは、PE O/P B
Tから作り、” P olyactive”と名付け
られたもので、すなわち40PEO/60PBT、55
PEO/45PBTおよび60PEO/40PBTであ
る。
上述のPEO/PBT共重合体の重要な利点のひとつは
、この材料が表皮ケラチン細胞のような上皮細胞培養の
ための基質として非常に適しているということである。
、この材料が表皮ケラチン細胞のような上皮細胞培養の
ための基質として非常に適しているということである。
又、このPEO/PBT材料上で繊維芽細胞を培養する
ことも可能であり、従って、これらの材料は、本発明の
人工皮膚のだめの多孔質下層として使用しても同じよう
に有利である。後者は、上述のポリ−L−乳酸の場合に
も当てはまる。さらに、これに関係して、上述の材料上
で起りうる初期の細胞成長のおくれは、中でもラミニン
、コラーゲン(タイプ■)、プロテオグリカン又はフィ
ブロネクチンを、被覆すべき材料の表面に前もって塗布
し、細胞の接着性を増しておくことにより克服できる。
ことも可能であり、従って、これらの材料は、本発明の
人工皮膚のだめの多孔質下層として使用しても同じよう
に有利である。後者は、上述のポリ−L−乳酸の場合に
も当てはまる。さらに、これに関係して、上述の材料上
で起りうる初期の細胞成長のおくれは、中でもラミニン
、コラーゲン(タイプ■)、プロテオグリカン又はフィ
ブロネクチンを、被覆すべき材料の表面に前もって塗布
し、細胞の接着性を増しておくことにより克服できる。
さらにこの目的(初期細胞成長の促進)は、上詑材料の
表面を、例えばプラズマ又はグロー放電処理、X線照射
、七ツマーグラフト化、又は加水分解エツチング(例え
ば硫酸を用いて)により改質することによっても達成で
きる。
表面を、例えばプラズマ又はグロー放電処理、X線照射
、七ツマーグラフト化、又は加水分解エツチング(例え
ば硫酸を用いて)により改質することによっても達成で
きる。
従って本発明は、上記で定義した人工皮膚又は創傷被覆
材の、治療への利用に関するものでもあり、自家移植表
皮ケラチン細胞のような自家移植上皮細胞を人工皮膚の
非多孔買上層に与えることも又自家移植繊維芽細胞を本
発明の人工皮膚の多孔質下層に与えることも可能である
。
材の、治療への利用に関するものでもあり、自家移植表
皮ケラチン細胞のような自家移植上皮細胞を人工皮膚の
非多孔買上層に与えることも又自家移植繊維芽細胞を本
発明の人工皮膚の多孔質下層に与えることも可能である
。
本発明を下記の例と関連して説明するが、それに制限さ
れるものではない。
れるものではない。
例工
人工皮膚の製造
非多孔質又は独立気泡構造の上層の厚さが5〜100μ
mで、多孔質下層の厚さが150〜300μmの本発明
による種々の人工皮膚を製造した。
mで、多孔質下層の厚さが150〜300μmの本発明
による種々の人工皮膚を製造した。
多孔性は、一般的に公知の“塩溶出″′法によって得ら
れ、この場合、例えばくえん酸ナトリウム又は塩化ナト
リウムを塩として使用できる。孔は、36〜212μm
である。本発明による人工皮膚の上層は、ポリアクティ
ブ55/45 (PEO/PBT)又は40/60 (
PEO/PBT)から成る。人工皮膚の多孔質下層は、
上記のポリアクティブ材又は分子量104KDのポリ−
L−乳酸から成る。
れ、この場合、例えばくえん酸ナトリウム又は塩化ナト
リウムを塩として使用できる。孔は、36〜212μm
である。本発明による人工皮膚の上層は、ポリアクティ
ブ55/45 (PEO/PBT)又は40/60 (
PEO/PBT)から成る。人工皮膚の多孔質下層は、
上記のポリアクティブ材又は分子量104KDのポリ−
L−乳酸から成る。
培養試験
ラットの背中の皮膚およびヒトの包皮からの表皮ケラチ
ン細胞を上述の人工皮膚上でRheinwaldとG
reenの方法(J 、 G 、 Rheinwald
等、S 5rialcultivation or 5
trains of human epidermal
keratinocytes; the for+++
ation of keratinizingcolo
nies from single cells、 C
e1l 6 (1975)、pp、317−330)に
従って培養した。ヒトの包皮の繊維芽細胞およびラット
の繊維芽細胞も単離し、10%血清から成るDMEM培
地(Dulbecco Modification o
f Eagle’s Medium)中で培養した。
ン細胞を上述の人工皮膚上でRheinwaldとG
reenの方法(J 、 G 、 Rheinwald
等、S 5rialcultivation or 5
trains of human epidermal
keratinocytes; the for+++
ation of keratinizingcolo
nies from single cells、 C
e1l 6 (1975)、pp、317−330)に
従って培養した。ヒトの包皮の繊維芽細胞およびラット
の繊維芽細胞も単離し、10%血清から成るDMEM培
地(Dulbecco Modification o
f Eagle’s Medium)中で培養した。
上述の生物学的材料上の、および″組織培養ポリスチレ
ン”(TCPS)上の、これらの種類の細胞の形態を(
立相差および走査型電子顕微鏡により評価した。2種類
のポリアクティブ材(55PE○/45PBTおよび4
0PEO/60PBT)の非孔フィルム上およびTCP
S上の表皮ケラチン細胞の増殖活性を1.3.6.10
および14日日計細胞数を数えることにより決定した。
ン”(TCPS)上の、これらの種類の細胞の形態を(
立相差および走査型電子顕微鏡により評価した。2種類
のポリアクティブ材(55PE○/45PBTおよび4
0PEO/60PBT)の非孔フィルム上およびTCP
S上の表皮ケラチン細胞の増殖活性を1.3.6.10
および14日日計細胞数を数えることにより決定した。
この試験により、非孔ポリアクティブフィルム上で培養
した表皮ケラチン細胞は、最初小さいコロニーを形成し
、成長して8日以内に集密培養となる。集密化の後、表
皮ケラチン細胞の分化の結果、培養細胞の多層が形成さ
れ、これはTCPSを基質として培養された細胞の挙動
と一致している。この現象はヒトおよびラットを起源と
する表皮ケラチン細胞の両方で起った。
した表皮ケラチン細胞は、最初小さいコロニーを形成し
、成長して8日以内に集密培養となる。集密化の後、表
皮ケラチン細胞の分化の結果、培養細胞の多層が形成さ
れ、これはTCPSを基質として培養された細胞の挙動
と一致している。この現象はヒトおよびラットを起源と
する表皮ケラチン細胞の両方で起った。
走査型電子顕微鏡によると、表皮ケラチン細胞は近接し
て並んだ平らな多角形細胞として存在し、微繊毛でおお
われている。2種類のポリアクティブフィルム上で培養
した表皮ケラチン細胞の形、大きさ、および微繊毛の密
度は、TCPS上で培養した表皮ケラチン細胞の場合に
予想される形、大きさおよび微繊毛の密度と類似である
。
て並んだ平らな多角形細胞として存在し、微繊毛でおお
われている。2種類のポリアクティブフィルム上で培養
した表皮ケラチン細胞の形、大きさ、および微繊毛の密
度は、TCPS上で培養した表皮ケラチン細胞の場合に
予想される形、大きさおよび微繊毛の密度と類似である
。
表皮ケラチン細胞の成長曲線は、図1のA/Bがしめす
通り、全培養期間中細胞数の増加を示している。定量的
分析は、位相差電子顕微鏡による観察結果、すなわち、
二種類のポリアクティブ材料を基質とした表皮ケラチン
細胞の初期の成長は、TCPSを用いた場合に比べてお
くれるという結果を支持している。この点に関しては、
ラットの背中の皮膚からの表皮ケラチン細胞と、ヒトの
包皮からの表皮ケラチン細胞に差はない;生物学的材料
とTCPSの差は、統計的に有意でなかった(両側で、
5%の区間)。
通り、全培養期間中細胞数の増加を示している。定量的
分析は、位相差電子顕微鏡による観察結果、すなわち、
二種類のポリアクティブ材料を基質とした表皮ケラチン
細胞の初期の成長は、TCPSを用いた場合に比べてお
くれるという結果を支持している。この点に関しては、
ラットの背中の皮膚からの表皮ケラチン細胞と、ヒトの
包皮からの表皮ケラチン細胞に差はない;生物学的材料
とTCPSの差は、統計的に有意でなかった(両側で、
5%の区間)。
ポリアクティブ材料およびポリ−L−乳酸の非孔フィル
ム上で8日間培養した繊維芽細胞の場合、これらは平ら
な連続層を形成し、TCPS上で培養した繊維芽細胞の
ものと一致することがわかった;これらの観察は、位相
差および走査型電子顕微鏡で行った。ヒトおよびラット
起源の表皮ケラチン細胞を55PEO/45PBT、8
0PEO/40PBTおよび分子量104KDのポリ−
L−乳酸の多孔質下層を伴う(55PEO/45PBT
組成の)非孔上層の上でおよび40PEO/60PBT
、55PEO/45PBT、60PEO/40PBTお
よび分子量104KDのポリ−L−乳酸組成の多孔質下
層中で培養した。これらの生物学的材料とTCPSの差
は、同様に統計的に有意でなかった。
ム上で8日間培養した繊維芽細胞の場合、これらは平ら
な連続層を形成し、TCPS上で培養した繊維芽細胞の
ものと一致することがわかった;これらの観察は、位相
差および走査型電子顕微鏡で行った。ヒトおよびラット
起源の表皮ケラチン細胞を55PEO/45PBT、8
0PEO/40PBTおよび分子量104KDのポリ−
L−乳酸の多孔質下層を伴う(55PEO/45PBT
組成の)非孔上層の上でおよび40PEO/60PBT
、55PEO/45PBT、60PEO/40PBTお
よび分子量104KDのポリ−L−乳酸組成の多孔質下
層中で培養した。これらの生物学的材料とTCPSの差
は、同様に統計的に有意でなかった。
人工老化
本発明による人工皮膚を作った材料をHomsyの人工
老化法(C、A 、Homsy、 B 1o−Comp
atibilityin 5elecLion of
materials for implantatio
n。
老化法(C、A 、Homsy、 B 1o−Comp
atibilityin 5elecLion of
materials for implantatio
n。
J 、Biomed、Mater、Res、 (197
0) 、I) p−341−356)に従って処理した
。使用する材料のフィルムを擬−細胞外液(P E C
F)中で48時間115℃に加熱した。種々の材料のP
ECFをそれから完全な培地につくりあげた(D、Ba
kker等、B 1o−Compatibility
of six elastomersin vitro
、 J 、B iomed、Mater、Res、、
22 (1988)、pp、423−439)。これら
の培地を、ヒトおよびラット起源の表皮ケラチン細胞お
よび繊維芽細胞の3日培養物の加えた。ポリ−L−乳酸
のフィルム、2種類のポリアクティブ材料のフィルム(
すなわち55PEO/45PBTと40PEO/60P
BT)、2種類の正の対照および1種類の負の対照も老
化試験を行った。使用した正の対照は、ポリエチレンテ
レフタレート(Melinex)と対照PECFである
。使用した負の対照は、ポリ塩化ビニル(PVC)であ
る。
0) 、I) p−341−356)に従って処理した
。使用する材料のフィルムを擬−細胞外液(P E C
F)中で48時間115℃に加熱した。種々の材料のP
ECFをそれから完全な培地につくりあげた(D、Ba
kker等、B 1o−Compatibility
of six elastomersin vitro
、 J 、B iomed、Mater、Res、、
22 (1988)、pp、423−439)。これら
の培地を、ヒトおよびラット起源の表皮ケラチン細胞お
よび繊維芽細胞の3日培養物の加えた。ポリ−L−乳酸
のフィルム、2種類のポリアクティブ材料のフィルム(
すなわち55PEO/45PBTと40PEO/60P
BT)、2種類の正の対照および1種類の負の対照も老
化試験を行った。使用した正の対照は、ポリエチレンテ
レフタレート(Melinex)と対照PECFである
。使用した負の対照は、ポリ塩化ビニル(PVC)であ
る。
“人工老化”試験においては、ポリ−L−乳酸又はポリ
アクティブ材料から誘導した培地で培養した細胞の形態
的なようすや成長は、正の対照培地中で培養した細胞の
ものと実際に同じであることがわかった。表皮ケラチン
細胞と繊維芽細胞の両方共8日以内に集密的にまで成長
した。しかしPVCから誘導した培地を用いた場合、培
養2日以内に細胞は死滅した。
アクティブ材料から誘導した培地で培養した細胞の形態
的なようすや成長は、正の対照培地中で培養した細胞の
ものと実際に同じであることがわかった。表皮ケラチン
細胞と繊維芽細胞の両方共8日以内に集密的にまで成長
した。しかしPVCから誘導した培地を用いた場合、培
養2日以内に細胞は死滅した。
水蒸気透過性
厚さ100,200.300および400ミクロンの4
種類の非孔ポリアクティブ材料(すなわち30PEO/
70PBT、40PEO/60PBT、55PEO/4
5PBTおJ:び60PEO/30PBT)の水蒸気透
過性を“1nverse cup”法を用いて重量分析
によって決定し、商品として入手できる3種類の製品(
すなわちCuLinova。
種類の非孔ポリアクティブ材料(すなわち30PEO/
70PBT、40PEO/60PBT、55PEO/4
5PBTおJ:び60PEO/30PBT)の水蒸気透
過性を“1nverse cup”法を用いて重量分析
によって決定し、商品として入手できる3種類の製品(
すなわちCuLinova。
OmidermおよびOpside)と比較した。試験
は、上記のフィルムの水蒸気透過性がフィルムの厚さに
依存しないことを示した。下の表は、試験した、厚さ1
00ミクロンのポリアクティブフィルムの水蒸気透過性
を示す: 色土 水蒸気の透過性は、温度35°C1相対湿度35%で三
重に行い標準偏差も計算した(単位g−m−2・h −
”k P a−’)。
は、上記のフィルムの水蒸気透過性がフィルムの厚さに
依存しないことを示した。下の表は、試験した、厚さ1
00ミクロンのポリアクティブフィルムの水蒸気透過性
を示す: 色土 水蒸気の透過性は、温度35°C1相対湿度35%で三
重に行い標準偏差も計算した(単位g−m−2・h −
”k P a−’)。
ポリアクティブ材料 商品として入手できる製品:3
0PEO/70PBT 29.7±1.7 Cuti
nova 30.5±0.640PEO/60PBT
32.4±0.9 0miderm 31.6
±1.355PEO/45PBT 33.6±1.5
0 psite 5.5±0.660PEO/40
PBT 33.2±2.0既刊の文献に、水蒸気透過性
は22が理想的であり、上限は29であるという見解が
述べられている(M、F 、J onkman、 De
sign of the poly(ether ur
ethane) wound covering an
d measurementof the water
vapor permeance、 in E pi
dermalWoundhealing Betwee
n Mo1st and Dry、 Thesis U
niv、 Groningen) o存在すると思われ
るどんな表皮ケラチン細胞の培養層も人工皮膚の水蒸気
透過性を低くすると予想され、従って試験したフィルム
(上に表皮ケラチン細胞は培養されていなかった)の比
較的高い水蒸気透過性(理想状態と比較して)は、利点
とみなされる。
0PEO/70PBT 29.7±1.7 Cuti
nova 30.5±0.640PEO/60PBT
32.4±0.9 0miderm 31.6
±1.355PEO/45PBT 33.6±1.5
0 psite 5.5±0.660PEO/40
PBT 33.2±2.0既刊の文献に、水蒸気透過性
は22が理想的であり、上限は29であるという見解が
述べられている(M、F 、J onkman、 De
sign of the poly(ether ur
ethane) wound covering an
d measurementof the water
vapor permeance、 in E pi
dermalWoundhealing Betwee
n Mo1st and Dry、 Thesis U
niv、 Groningen) o存在すると思われ
るどんな表皮ケラチン細胞の培養層も人工皮膚の水蒸気
透過性を低くすると予想され、従って試験したフィルム
(上に表皮ケラチン細胞は培養されていなかった)の比
較的高い水蒸気透過性(理想状態と比較して)は、利点
とみなされる。
例■
膚材料の表面で検出される。傷の角から始まる上皮再生
が8日後に人工皮膚上に肉眼で見える。傷の収縮は、対
照の傷に比べて評価できる程小さい(図2参照)。
が8日後に人工皮膚上に肉眼で見える。傷の収縮は、対
照の傷に比べて評価できる程小さい(図2参照)。
例■
背中の厚み全体に傷を持った雄の0.5才のWista
rラット(350g)3匹に、50μmの非孔上層と、
厚さが210μmで多孔度が45%の多孔質下層から成
る、蒸気滅菌した無細胞ポリアクティブ(55PEO/
45PBT)人工皮膚を適用した。2週間後、傷の収縮
、滲出液形成および上皮再生を、背面の傷に人工皮膚を
適用しなかった対照動物のものと比較した。
rラット(350g)3匹に、50μmの非孔上層と、
厚さが210μmで多孔度が45%の多孔質下層から成
る、蒸気滅菌した無細胞ポリアクティブ(55PEO/
45PBT)人工皮膚を適用した。2週間後、傷の収縮
、滲出液形成および上皮再生を、背面の傷に人工皮膚を
適用しなかった対照動物のものと比較した。
本発明による人工皮膚の上述の傷への適用後、この皮膚
は毛管作用の結果、すぐに傷に接着し、形成される滲出
液が人工皮膚の下に蓄積しない。
は毛管作用の結果、すぐに傷に接着し、形成される滲出
液が人工皮膚の下に蓄積しない。
繊維組織の内部成長と、毛管の形成も起こる。体にとっ
て異物である物質の体による分解物に含まれるマクロフ
ァージおよび異物E細胞が、人工及背中の厚み全体に傷
を持った、体重350gの雄のいWistarラット6
匹に、ガンマ線照射によって滅菌した人工皮膚(75ミ
クロンの非孔層と厚さが220ミクロンで多孔度が48
%の多孔質下層でできている5 5PEO/45PBT
)を適用した。例■とは異なり、本実験では表皮ケラチ
ン細胞の層を上層の上で培養した(上記のRhajnw
aldとG reenの方法に従って)。この実験の際
に、傷への人工皮膚の適用8日後に、少なくとも4匹の
ラットにおいて培養表皮ケラチン細胞がまだ生きていた
ことがわかった。
て異物である物質の体による分解物に含まれるマクロフ
ァージおよび異物E細胞が、人工及背中の厚み全体に傷
を持った、体重350gの雄のいWistarラット6
匹に、ガンマ線照射によって滅菌した人工皮膚(75ミ
クロンの非孔層と厚さが220ミクロンで多孔度が48
%の多孔質下層でできている5 5PEO/45PBT
)を適用した。例■とは異なり、本実験では表皮ケラチ
ン細胞の層を上層の上で培養した(上記のRhajnw
aldとG reenの方法に従って)。この実験の際
に、傷への人工皮膚の適用8日後に、少なくとも4匹の
ラットにおいて培養表皮ケラチン細胞がまだ生きていた
ことがわかった。
本発明による人工皮膚の水蒸気透過性は、その組成によ
り29.7±1.7〜33.6±1.5g・m−2・h
−”k P a−’で、正常な皮膚(25g−m−2−
h ””k P a−’)が副真皮(subdermi
s)から、本発明の人工皮膚の上にある真皮に適切な量
の栄養分を供給するために重要であることがわかった。
り29.7±1.7〜33.6±1.5g・m−2・h
−”k P a−’で、正常な皮膚(25g−m−2−
h ””k P a−’)が副真皮(subdermi
s)から、本発明の人工皮膚の上にある真皮に適切な量
の栄養分を供給するために重要であることがわかった。
例■
人工皮膚の非孔上層を通って輸送できる分子(栄養分、
アミノ酸、ホルモン)の大きさについての結果を得るた
め、分子量(M w )の異なる種類のマーカー:染料
マラカイトグリーン(MWl、IKD)、アルブミン(
BSA 、MW66KD)および免疫グロブリンG(I
gG;MW150KD)、の透過性を、30PEO/7
0PBT140PEO/60PBT、55PEO/45
PBTおよび60PEO/40PBT組成の厚さが10
0ミクロンの非孔フィルムについての透析実験で(三重
に)決定した。透析液の反対側の緩衝液中にマラカイト
グリーンが存在することがスペクトル分析により決定さ
れた。BSAとIgGの存在はそれぞれタンパク質決定
およびエンザイムイムノンルベントアツセイ(EL I
SA)により決定した。
アミノ酸、ホルモン)の大きさについての結果を得るた
め、分子量(M w )の異なる種類のマーカー:染料
マラカイトグリーン(MWl、IKD)、アルブミン(
BSA 、MW66KD)および免疫グロブリンG(I
gG;MW150KD)、の透過性を、30PEO/7
0PBT140PEO/60PBT、55PEO/45
PBTおよび60PEO/40PBT組成の厚さが10
0ミクロンの非孔フィルムについての透析実験で(三重
に)決定した。透析液の反対側の緩衝液中にマラカイト
グリーンが存在することがスペクトル分析により決定さ
れた。BSAとIgGの存在はそれぞれタンパク質決定
およびエンザイムイムノンルベントアツセイ(EL I
SA)により決定した。
下の表から、3種類のマーカーの、透析液から緩衝液へ
の拡散は、試験したすべてのフィルムを通って起ってい
ることがわかる。言い換えると、試験したフィルムは、
少くとも150KDの大きさの分子量を持った物質に対
する透過性があるということである。
の拡散は、試験したすべてのフィルムを通って起ってい
ることがわかる。言い換えると、試験したフィルムは、
少くとも150KDの大きさの分子量を持った物質に対
する透過性があるということである。
表2
ポリアクティブ マラカイトグリーン BSA 1g
G30PEO/70PBT ++
++ +40PEO/60PBT
++ ++
+40PEO/60PBT
++ ++ ネ60PE
O/40PBT ++
++ +++十 最高4時間の
透析後に、透析液と緩衝液が等しくなる + 最高8時間の透析後に透析液と緩衝液が等しくなる 本 決定を行わなかった 表皮ケラチン細胞のための栄養分の分子の大きさを考え
てみると(IKD以下のグルコース、ピルビン酸塩等か
ら、24KDのホルモン、上皮成長因子までいろいろあ
る)、表皮ケラチン細胞のために有用な物質の供給は質
的に保証されたようである。D 、 B akker等
、 B iocompatibility of ap
olyether urethan、 polypro
pylene oxide anda polyeth
er polyester copolymer、 A
qualitative and wuantita
tive 5tudy in the rat m1d
dleear、 J 、B iomed、Mater
、Res、 24 (1990)、pp、489−51
5によると、55PEO/45PBTの化学的類似物の
多孔フィルムはラット中で崩壊する。鼓膜の代替として
用いられる55PEO/45PBTの多孔質フィルム(
多孔度が50%で、片面は事実上非孔であり、孔の直径
38〜lO6ミクロン、厚さ100ミクロン)に関して
の、ヒトにおける研究から、この材料は約6ケ月の間に
溶けるということがわかる。
G30PEO/70PBT ++
++ +40PEO/60PBT
++ ++
+40PEO/60PBT
++ ++ ネ60PE
O/40PBT ++
++ +++十 最高4時間の
透析後に、透析液と緩衝液が等しくなる + 最高8時間の透析後に透析液と緩衝液が等しくなる 本 決定を行わなかった 表皮ケラチン細胞のための栄養分の分子の大きさを考え
てみると(IKD以下のグルコース、ピルビン酸塩等か
ら、24KDのホルモン、上皮成長因子までいろいろあ
る)、表皮ケラチン細胞のために有用な物質の供給は質
的に保証されたようである。D 、 B akker等
、 B iocompatibility of ap
olyether urethan、 polypro
pylene oxide anda polyeth
er polyester copolymer、 A
qualitative and wuantita
tive 5tudy in the rat m1d
dleear、 J 、B iomed、Mater
、Res、 24 (1990)、pp、489−51
5によると、55PEO/45PBTの化学的類似物の
多孔フィルムはラット中で崩壊する。鼓膜の代替として
用いられる55PEO/45PBTの多孔質フィルム(
多孔度が50%で、片面は事実上非孔であり、孔の直径
38〜lO6ミクロン、厚さ100ミクロン)に関して
の、ヒトにおける研究から、この材料は約6ケ月の間に
溶けるということがわかる。
本発明の主たる特徴および態様は以下のとおりである。
1、人工皮膚において、
(1) 基本的に厚さが5〜200μmの、本質的に
多数の長鎖エステル繰返し単位と短鎖エステル繰返し単
位とからなるセグメント熱可塑性共重合ポリエステルの
、水蒸気透過性、非孔質な上層であり、その長鎖エステ
ル単位は共重合ポリエステルの30〜70重量%を占め
、式 %式% で表わされ、短鎖エステル単位は式 −0EO−CO−R−CO− で表わされる、 [式中、 長鎖単位のしは平均分子量500〜3000のポリ(オ
キシエチレン)グリコールから末端ヒドロキシ基を除去
した後に残る二価の基であり; Rは分子量が300以下のジカルボン酸からカルボキシ
ル基を除去した後に残る2価の基であり:上述の短鎖単
位のEは炭素数2〜6のアルキレン基である] および (2) 厚さが30〜300μmで多孔の直径が30〜
300ミクロンであり多孔度が30〜80%の、分解可
能で生体適合性の(共)重合体の多孔質下層 からなる人工皮膚。
多数の長鎖エステル繰返し単位と短鎖エステル繰返し単
位とからなるセグメント熱可塑性共重合ポリエステルの
、水蒸気透過性、非孔質な上層であり、その長鎖エステ
ル単位は共重合ポリエステルの30〜70重量%を占め
、式 %式% で表わされ、短鎖エステル単位は式 −0EO−CO−R−CO− で表わされる、 [式中、 長鎖単位のしは平均分子量500〜3000のポリ(オ
キシエチレン)グリコールから末端ヒドロキシ基を除去
した後に残る二価の基であり; Rは分子量が300以下のジカルボン酸からカルボキシ
ル基を除去した後に残る2価の基であり:上述の短鎖単
位のEは炭素数2〜6のアルキレン基である] および (2) 厚さが30〜300μmで多孔の直径が30〜
300ミクロンであり多孔度が30〜80%の、分解可
能で生体適合性の(共)重合体の多孔質下層 からなる人工皮膚。
2、第1項記載の人工皮膚において、非孔買上層と多孔
質下層が同じ材料で作られていることを特徴とするもの
。
質下層が同じ材料で作られていることを特徴とするもの
。
3、第2項記載の人工皮膚において、非孔質上層と多孔
質下層が徐々に互いに混ざり合い単層フィルムを形成し
ていることを特徴とするもの。
質下層が徐々に互いに混ざり合い単層フィルムを形成し
ていることを特徴とするもの。
4、第3項記載の人工皮膚において、単層フィルムの厚
さが100〜300μmであり、その多孔度が30〜8
0%であり、孔の直径が30〜250μmであることを
特徴とするもの。
さが100〜300μmであり、その多孔度が30〜8
0%であり、孔の直径が30〜250μmであることを
特徴とするもの。
5、第1〜4項のひとつ又はそれ以上に記載の人工皮膚
において、ポリ(オキシエチレン)グリコール単位りの
平均分子量が750〜1500であることを特徴とする
もの。
において、ポリ(オキシエチレン)グリコール単位りの
平均分子量が750〜1500であることを特徴とする
もの。
6、第5項記載の人工皮膚において、ポリ(オキシエチ
レン)グリコール単位りの平均分子量が約1000であ
ることを特徴とするもの。
レン)グリコール単位りの平均分子量が約1000であ
ることを特徴とするもの。
7、第1〜6項のひとつ又はそれ以上に記載の人工皮膚
において、Rが基本的にテレフタル酸から誘導されるこ
とを特徴とするもの。
において、Rが基本的にテレフタル酸から誘導されるこ
とを特徴とするもの。
8、第1〜7項のひとつ又はそれ以上に記載の人工皮膚
において、EがC1,2−エチレン又はc、、4−ブチ
レン基を示すことを特徴とするもの。
において、EがC1,2−エチレン又はc、、4−ブチ
レン基を示すことを特徴とするもの。
9、第1項記載の人工皮膚において、多孔質下層を分子
量(5〜100)xlO’のポリ−L−乳酸から製造す
ることを特徴とするもの。
量(5〜100)xlO’のポリ−L−乳酸から製造す
ることを特徴とするもの。
10、第1〜9項のひとつ又はそれ以上で定義されてい
る人工皮膚の治療への利用において、人工皮膚の非孔質
上層に自家移植上皮細胞を与えることを特徴とするもの
。
る人工皮膚の治療への利用において、人工皮膚の非孔質
上層に自家移植上皮細胞を与えることを特徴とするもの
。
11、第10項記載の治療への利用で、人工皮膚の非孔
質上層に自家移植表皮ケラチン細胞を与えることを特徴
とするもの。
質上層に自家移植表皮ケラチン細胞を与えることを特徴
とするもの。
12、第1−11項のひとつ又はそれ以上で定義される
人工皮膚の治療への利用において、人工皮膚の多孔質下
層に自家移植繊維芽細胞を与えることを特徴とするもの
。
人工皮膚の治療への利用において、人工皮膚の多孔質下
層に自家移植繊維芽細胞を与えることを特徴とするもの
。
第1図は、ポリアクティブフィルム上、および通常の細
胞培養基質であるTCPS上で培養した表皮ケラチン細
胞の成長曲線を示す。これらの培養には二種類のポリア
クティブ素材、すなわち55PEO/45PBTおJ:
び40PEO/60PBT素材を用いた。 第2図は、45PEO155PBTの、本発明による人
工皮膚の使用後の傷の収縮および例■で述べた人工皮膚
を適用しない背中の傷の収縮を示す棒グラフである。
胞培養基質であるTCPS上で培養した表皮ケラチン細
胞の成長曲線を示す。これらの培養には二種類のポリア
クティブ素材、すなわち55PEO/45PBTおJ:
び40PEO/60PBT素材を用いた。 第2図は、45PEO155PBTの、本発明による人
工皮膚の使用後の傷の収縮および例■で述べた人工皮膚
を適用しない背中の傷の収縮を示す棒グラフである。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、人工皮膚で (1)基本的に厚さが5〜200μmの、本質的に長鎖
エステル繰返し単位と短鎖エステル繰返し単位からなる
セグメント熱可塑性共重合ポリエステルの、水蒸気透過
性、非孔質な上層であり、その長鎖エステル単位は共重
合ポリエステルの30〜70重量%を占め、式 −OLO−CO−R−CO− で表わされ、短鎖エステル単位は式 −OEO−CO−R−CO− で表わされるもの、 [式中、 長鎖単位のLは平均分子量500〜3000のポリ(オ
キシエチレン)グリコールから末端ヒドロキシ基を除去
した後に残る二価の基であり; Rは分子量が300以下のジカルボン酸からカルボキシ
ル基を除去した後に残る2価の基であり; 上述の短鎖単位のEは炭素数2〜6のアルキレン基であ
る] および (2)厚さが30〜300μmで多孔の直径が30〜3
00ミクロンであり多孔度が30〜80%の、分解可能
で生体適合性の(共)重合体の多孔質下層 からなる人工皮膚。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
NL8902237A NL8902237A (nl) | 1989-09-06 | 1989-09-06 | Kunsthuid. |
NL8902237 | 1989-09-06 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH03133458A true JPH03133458A (ja) | 1991-06-06 |
JP2938169B2 JP2938169B2 (ja) | 1999-08-23 |
Family
ID=19855271
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2234628A Expired - Fee Related JP2938169B2 (ja) | 1989-09-06 | 1990-09-06 | 人工皮膚 |
Country Status (9)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5147401A (ja) |
EP (1) | EP0416702B1 (ja) |
JP (1) | JP2938169B2 (ja) |
KR (1) | KR0137652B1 (ja) |
AT (1) | ATE111749T1 (ja) |
DE (1) | DE69012720T2 (ja) |
DK (1) | DK0416702T3 (ja) |
ES (1) | ES2051659T3 (ja) |
NL (1) | NL8902237A (ja) |
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WO1993017635A1 (en) * | 1992-03-04 | 1993-09-16 | C.R. Bard, Inc. | Composite prosthesis and method for limiting the incidence of postoperative adhesions |
US5415924A (en) * | 1993-02-05 | 1995-05-16 | Aquatic Design | Waterproof, breathable fabric for outdoor athletic apparel |
US6294202B1 (en) | 1994-10-06 | 2001-09-25 | Genzyme Corporation | Compositions containing polyanionic polysaccharides and hydrophobic bioabsorbable polymers |
WO1997035533A1 (en) | 1996-03-25 | 1997-10-02 | Enrico Nicolo | Surgical mesh prosthetic material and methods of use |
US6120539A (en) * | 1997-05-01 | 2000-09-19 | C. R. Bard Inc. | Prosthetic repair fabric |
ATE236669T1 (de) | 1998-11-30 | 2003-04-15 | Isotis Nv | Kunsthaut |
EP1005873B1 (en) * | 1998-11-30 | 2003-04-09 | IsoTis N.V. | Artificial skin |
US6258124B1 (en) | 1999-05-10 | 2001-07-10 | C. R. Bard, Inc. | Prosthetic repair fabric |
ES2234642T3 (es) | 1999-07-28 | 2005-07-01 | Davol Inc | Protesis para hernias. |
US7404819B1 (en) | 2000-09-14 | 2008-07-29 | C.R. Bard, Inc. | Implantable prosthesis |
US6790213B2 (en) | 2002-01-07 | 2004-09-14 | C.R. Bard, Inc. | Implantable prosthesis |
US20050192600A1 (en) * | 2004-02-24 | 2005-09-01 | Enrico Nicolo | Inguinal hernia repair prosthetic |
US20070258958A1 (en) * | 2006-02-14 | 2007-11-08 | Reliance Life Sciences Private Limited | Interactive wound cover |
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WO2009154569A1 (en) * | 2008-06-20 | 2009-12-23 | The Thailand Research Fund | Method and system for producing artificial skin |
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